BRPI1008085B1 - Aparelho para tratamento extracorpóreo de sangue - Google Patents

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Abstract

aparelho para tratamento extracorpóreo de sangue, e, método para compensar mudanças na intensidade de uma fonte de radiação. a invenção se relaciona a um aparelho para o tratamento extracorpóreo de sangue, que compreende um dialisador (10) que é separado em uma primeira e uma segunda câmara por meio de uma membrana semipermeável (11), no qual a primeira câmara (12) é colocada em um trajeto de fluido de diálise e a segunda câmara (13) pode ser conectada à circulação de sangue de um paciente (1) por meio de um conduto de escoamento de entrada de sangue (14) e um conduto de escoamento de saída de sangue (15), uma alimentação (20) de fluido de diálise fresco, uma descarga (30) para fluido de diálise gasto, um dispositivo de medição ( 40) colocado dentro da descarga (30) para determinar a absorção do fluido de diálise gasto que escoa através da descarga (30), no qual o dispositivo de medição (40) tem, no mínimo, uma fonte de radiação (41) para radiação eletromagnética substancialmente monocromática e um sistema detector (42) para detectar a intensidade da radiação eletromagnética, no qual meios (50) é fornecido para compensar mudanças que ocorrem na intensidade da radiação eletromagnética da fonte de radiação (41) e/ou na sensibilidade do sistema detector (42).

Description

[001] A invenção é relacionada a um aparelho para o tratamento extracorpóreo de acordo com o termo genérico da reivindicação 1.
[002] Em pacientes com função renal reduzida, ou sem função real renal de todo, produtos residuais que incluem substâncias tóxicas são removidos por uma terapia de substituição de rim, na qual o sangue do paciente é alimentado a partir do paciente para o rim artificial, respectivamente o dialisador, por meio de um conduto de suprimento de sangue. Dentro do rim artificial, respectivamente o dialisador, o sangue do paciente é trazido em contato com o fluido de diálise através de uma membrana semipermeável. O fluido de diálise contém diferentes sais, em uma tal concentração que os produtos residuais que incluem as substâncias tóxicas são transferidos do sangue do paciente para o fluido de diálise por meio de difusão e de convecção. Tal sangue limpo dos produtos residuais é alimentado de volta para a circulação de sangue do paciente por meio de um conduto de escoamento de saída de sangue conectado ao dialisador.
[003] Para quantificação do resultado da terapia de substituição de rim é necessário controlar a eficiência da terapia de substituição direta mente ou em linha. Portanto, o assim chamado modelo Kt/V foi desenvolvido. Nele, o valor Kt/V é um parâmetro para avaliação da eficiência de uma terapia de substituição de rim, na qual a distância K representa o escoamento em volume das substâncias de uremia purificadas, t o tempo de tratamento e V o volume de distribuição do paciente. Com isto K, bem como V são relacionados cada um ao produto residual particular. Usualmente, a eficiência de uma terapia de substituição de rim é descrita utilizando uréia como um produto residual, de modo que K descreve a distância de uréia e V o volume de distribuição de uréia no paciente, que corresponde basicamente à água do corpo do paciente.
[004] A partir da EP 1083948A1 e EP 2005982A1 é conhecido avaliar o valor Kt/V e a taxa de redução RR, respectivamente, de maneira espectrofotométrica para um produto residual particular durante a terapia de substituição de rim com a ajuda de um dispositivo de medição localizado no escoamento de saída do valor Kt/V utilizando radiação UV e sua absorção pelas substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina no fluido de diálise.
[005] Estes aparelhos conhecidos mostraram, contudo, que uma intensidade consistente da radiação da fonte de radiação e uma sensibilidade consistente do sistema detector não poderiam ser garantidas nem durante o tempo de operação da fonte de radiação, nem durante uma única terapia de substituição de rim. Consequentemente, a medição de absorção no fluido de diálise usado durante diferentes tratamentos e também durante um único tempo de tratamento é baseada em intensidades de radiação variáveis da fonte de radiação e/ou um sinal de saída modificado para um sinal de entrada constante do sistema de detecção. Isto implica em que o valor Kt/V baseado na medição de absorção e a taxa de redução RR baseada na medição de absorção, respectivamente, de um produto particular não são correspondentes aos valores reais. Ao contrário, a medição de absorção do fluido de diálise gasto, e assim a afirmação relativa ao valor Kt/V e à taxa de redução RR, respectivamente, é deturpada para um produto residual particular.
[006] Portanto, é o problema da invenção desenvolver um aparelho de acordo com o termo genérico da reivindicação 1, de tal maneira que uma afirmação confiável e genuína a respeito do valor Kt/V e da taxa de dedução RR, respectivamente, de uma terapia de substituição de rim seja obtida pela medição de absorção.
[007] Outro problema da invenção é fornecer um método para obter uma afirmação confiável e genuína a respeito do valor Kt/V e da taxa de redução RR, respectivamente, de uma terapia de substituição de rim.
[008] O problema relacionado a um aparelho é solucionado por um aparelho com os aspectos da reivindicação 1. Formas vantajosas das invenções são tema de reivindicações dependentes 2-14.
[009] Uma afirmação confiável e genuína a respeito do valor Kt/V e da taxa de redução RR, respectivamente, de uma terapia de substituição de rins será obtida por meio da invenção, na qual dispositivo é fornecido para compensar um envelhecimento do aparelho de medição durante o tempo de operação e mudanças que ocorrem na intensidade da radiação eletromagnética da fonte de radiação e/ou a sensibilidade dos sistemas de detecção durante o tempo de tratamento.
[0010] Foi mostrado que a intensidade decrescente da fonte de radiação durante seu tempo de operação é provocada de maneira primária por um processo de envelhecimento da fonte de radiação. Uma vez que a intensidade de trabalho Io da fonte de radiação em um tal aparelho é normalmente menor do que a intensidade máxima Imax da fonte de radiação, uma diminuição da intensidade de radiação devido ao tempo de operação pode ser compensada simplesmente rastreando a intensidade da radiação da fonte de radiação. Assim, a intensidade de radiação é medida depois de absorção de fluido de diálise fresco pelo sistema detector no início de cada tratamento. Tão logo ocorram desvios desta intensidade de radiação a partir da intensidade de radiação nominal predefinida, estes desvios são compensados. Por meio desta medida as medições de absorção do aparelho inovador são normalizáveis durante todo o tempo de operação, uma vez que elas são sempre baseadas na mesma intensidade de radiação depois da absorção de fluido de diálise fresco.
[0011] Além disto, também foi mostrado que durante uma terapia de substituição de rim um sinal de referência constante da intensidade de radiação, que é gerado por meio de detecção da intensidade de radiação sem absorção, também não poderia ser garantido. Foi mostrado que isto é devido a flutuações de temperatura da fonte de radiação, bem como da fonte de detecção. Foi mostrado ser vantajoso, portanto, que um controle de temperatura seja fornecido como meio de compensação, por meio do qual a temperatura da fonte de radiação é ajustada para uma faixa de temperatura de trabalho predefinida ΔTi e/ou a temperatura do sistema de detecção seja ajustável para uma temperatura de trabalho predefinida ΔT2. A intensidade de sinalização da fonte de radiação, bem como a sensibilidade do sistema de detecção, mostraram uma clara estabilização por meio desta medida, na qual a estabilidade e subsequentemente a significância dos resultados finalmente obtidos dos valores Kt/V e taxa de redução RR podem ser aumentadas de maneira significativa, uma vez novamente por meio da combinação das duas medidas alternativas.
[0012] Apenas a compensação da mudança de intensidade da radiação eletromagnética da fonte de radiação ou da sensibilidade do sistema de detecção já está conduzindo a afirmações claramente melhoradas a respeito do valor Kt/V e da taxa de redução RR, respectivamente, para um produto residual particular. Um outro melhoramento significativo destas afirmações pode ser alcançado se ambas as medidas, uma compensação da mudança da intensidade da radiação eletromagnética da fonte de radiação por um lado, e uma compensação da mudança de sensibilidade do sistema de detecção por outro lado, forem integradas no aparelho inovador.
[0013] Ainda foi mostrado ser vantajoso que um controle eletrônico seja fornecido como um meio para compensação do processo de envelhecimento da fonte de radiação, com a ajuda do qual a intensidade da radiação eletromagnética da fonte de radiação é ajustável de tal maneira que intensidades I44 predefinidas no sistema de detecção são detectáveis depois da absorção por meio de fluido de diálise fresco e/ou I45 predefinidas no sistema de detecção são detectáveis sem absorção por meio de fluido de diálise fresco.
[0014] Portanto, foi mostrado ser vantajoso que o controle eletrônico seja construído como um circuito de controle, uma vez que tais circuitos de controle já são tecnicamente sofisticados e fáceis de utilizar.
[0015] Uma vez que a absorção de substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina é muito boa na faixa UV e essencialmente a 280 nm, é apropriado utilizar um diodo emissor de luz (LED) como uma fonte de radiação, o qual em sua faixa de temperatura de trabalho ΔTi emite radiação essencialmente eletromagnética do comprimento de onda de 280 nm.
[0016] É ainda vantajoso que o sistema de detecção consista de no mínimo um fotodetector e preferivelmente dois fotodetectores. Para avaliar a absorção do fluido de diálise sempre na mesma base utilizando um fotodetector somente, deve ser antecipado, contudo, que a intensidade de sinalização da radiação emitida pela fonte de radiação não é constante com o tempo. Portanto é claramente melhor utilizar dois detectores, nos quais um mede a intensidade da fonte de radiação e um mede a intensidade da radiação depois de passagem através do fluido de diálise gasto.
[0017] Uma modalidade particularmente efetiva da invenção consiste no fato que no trajeto ótico da radiação eletromagnética entre a fonte de radiação e o escoamento de saída para fluido de diálise gasto, um espelho parcialmente transmissor, ou um dispositivo ótico, é arranjado para divisão de feixe ou desvio de feixe, de modo que uma parte da radiação eletromagnética por meio do fluido de diálise gasto seja alimentada para o primeiro fotodetector, e o restante seja alimentado para o segundo detector.
[0018] De acordo com outra modalidade da invenção, a variável de controle do circuito de controle é a intensidade da radiação eletromagnética no primeiro detector, e a variável de regulação é a corrente elétrica da fonte de radiação, no qual a intensidade medida no segundo detector é salva como valor de referência para toda a terapia de substituição de rim. Por meio desta medida, um controle particularmente bom da intensidade de radiação da fonte eletromagnética está garantido durante todo o tempo de operação da fonte de radiação.
[0019] Neste contexto foi mostrado ser particularmente vantajoso que durante a terapia particular de substituição de rim, o valor de referência da intensidade medida no segundo detector seja a variável de controle de um segundo circuito de controle e a corrente elétrica da fonte de radiação seja a variável de regulação deste segundo circuito de controle. Com isto, uma mudança do valor de referência pode ser basicamente compensada sem atraso durante uma terapia de substituição de rim.
[0020] Para projetar o controle de temperatura tão simples e eficientemente quanto possível, foi mostrado ser vantajoso que o controle de temperatura tenha um corpo de resfriamento para o LED e/ou o sistema detector e os detectores, respectivamente.
[0021] Alternativamente ou adicionalmente, também é possível que a regulação de temperatura tenha um resfriamento de água para o LED e/ou os detectores, respectivamente.
[0022] Além disto, alternativamente ou adicionalmente, o controle de temperatura pode ter um ou mais ventiladores para o LED e/ou os detectores.
[0023] Foi mostrado ser particularmente vantajoso que o controle de temperatura tenha, alternativamente ou adicionalmente, um ou mais transdutores eletrotérmicos, por exemplo, elementos Peltier para controle de temperatura do LED e/ou dos detectores.
[0024] O problema relacionado ao método é solucionado por um método com todos os aspectos da reivindicação 15.
[0025] Outros objetivos, vantagens, aspectos e possíveis aplicações da presente invenção estão evidentes a partir da descrição a seguir de exemplos de modalidade com as figuras. Nelas, todos os aspectos descritos e/ou ilustrados, sozinhos ou em combinação razoável, formam o tema da presente invenção, também independentemente de seu resumo nas reivindicações e suas referências.
[0026] Está mostrado na: Figura 1: uma representação esquemática de um exemplo de modalidade de um aparelho inovador. Figura 2: uma representação esquemática de um exemplo de modalidade de um aparelho de medição ou um sistema de detecção, respectivamente, de um aparelho inovador.
[0027] Na figura 1, um exemplo de modalidade de um aparelho inovador está apresentado em uma condição conectada ao paciente 1. Com isto, o paciente 1 é conectado a um dialisador 10 por meio de um conduto de escoamento de entrada de sangue 14. Um conduto de escoamento de saída de sangue 15 alimenta o sangue purificado para a circulação de sangue do paciente.
[0028] O dialisador 10 é separado em uma primeira e segunda câmaras 12, 13 por meio de uma membrana semipermeável 11, no qual o sangue do paciente 1 a ser purificado é alimentado através da primeira câmara 13, e fluido de diálise, que é capaz de retirar produtos residuais e substâncias tóxicas contidas no sangue do paciente 1, é alimentado através da segunda câmara 12.0 transporte dos produtos residuais e substâncias tóxicas a partir do sangue do paciente 1 para o fluido de diálise acontece por meio de difusão e convecção através da membrana semipermeável 11. O fluido de diálise é fornecido para a segunda câmara 12 do dialisador 10 através de uma alimentação 20. Nela uma bomba é fornecida na alimentação 20 para fornecimento do fluido de diálise, bem como uma válvula 60 que serve para conduzir o fluido de diálise ao redor, ao invés de para o interior do dialisador 10, através de um contorno para uma descarga 20(30?) para o fluido de diálise. Na descarga 30 existe também uma válvula 61 que é conectada à válvula 60 na alimentação 20 por meio do contorno 62.
[0029] Depois que os produtos residuais e substâncias tóxicas tenham sido transferidas do sangue do paciente 1 para o fluido de diálise no dialisador 10, o fluido de diálise gasto é colocado na descarga 30. Um dispositivo de medição 40 é colocado dentro da descarga 30, o qual pode ser utilizado para avaliação da absorção do fluido de diálise gasto utilizando uma fonte de radiação 41 para radiação eletromagnética, particularmente com um LED 43 que trabalha na faixa UV, e um sistema detector 42, que no presente exemplo de modalidade, de acordo com a figura 2, consiste de um espelho parcialmente transmissor 46 e dois fotodetectores 44 e 45.
[0030] O modo de operação do dispositivo de medição 40 e do sistema detector 42 é o seguinte: de acordo com o princípio de espectroscopia de dois feixes como mostrado na figura 2, o LED 43 está emitindo luz UV de um comprimento de onda de aproximadamente 280 nm como radiação 53, que é dividida pelo espelho parcialmente transmissor 46. Uma parte 54 da radiação 53 passa através do espelho parcialmente transmissor 46, e a parte restante 56 da radiação 53 é refletida pelo espelho parcialmente transmissor 46 sobre o detector 45. Uma certa parte da radiação eletromagnética da parte 54 é absorvida por substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina contida no fluido de diálise gasto 55. A parte de parte 54 que não foi absorvida por substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina é registrada pelo detector 44. A parte 56 da radiação eletromagnética registrada pelo detector 45 é consequentemente independente de substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina no fluido de diálise 55 e sobre o espelho parcialmente transmissor diretamente proporcional à intensidade I da fonte de radiação.
[0031] Uma vez que substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina que foram removidas do sangue no dialisador estão contidas no fluido de diálise 55 na descarga 30, e estas substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina podem absorver radiação eletromagnética do comprimento de onda de 280 nm, a absorção de substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina na descarga 30 pode ser avaliada utilizando a intensidade medida no detector 44. Com isto, a mudança de absorção por meio de substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina, que serve como uma base para avaliação do valor Kt/V pode ser medida durante o tratamento.
[0032] Com concentrações crescentes de substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina no fluido de diálise 55, o sinal no detector 44 é diminuído devido à absorção crescente. A mudança de absorção serve para avaliação de uma função-e a partir da qual o valor para Kt/V é calculado.
[0033] Para obter informação exata a respeito da absorção durante o tempo de tratamento flutuações da intensidade I do LED 43 devem ser evitadas. Usualmente, uma compensação de flutuações de uma fonte de luz em uma espectroscopia de dois feixes como no caso presente, é feita por meio da fórmula a seguir (em relação à absorção A), na qual as intensidades I44 e I45, nos detectores 44 e 45, correspondentes:
Figure img0001
Com U44 = sinal no detector 44 com fluido de diálise Fresco U45 = sinal no detector 45 no início U44 t = sinal no detector 44 no ponto de tempo t durante a terapia U45 t = sinal no detector 45 no ponto de tempo t durante a terapia
[0034] Com o aparelho de acordo com as figuras 1 e 2, a intensidade Io é mantida em um nível constante durante a terapia, de modo que U45 = U45_t ~I0 está arbitrariamente na faixa operacional do LED. Com isto, a fórmula para absorção A é reduzida para:
Figure img0002
[0035] A absorção resulta em uma curva, que pode ser descrita por uma função-e, a partir da qual Kt/V = b*t pode ser avaliado por A(t) = a*exp (b*t).
[0036] Para compensação dos erros de medição que ocorrem em aparelhos conhecidos na técnica, particularmente por envelhecimento e instabilidade de temperatura, existem duas abordagens: - Sinalizar estabilidade por meio de controle eletrônico da radiação eletromagnética emitida em um nível predefinido - Estabilidade de temperatura por meio de controle de temperatura
[0037] O problema de envelhecimento pode ocorrer particularmente na fonte de radiação 41 ou LED 43, respectivamente, descarga 30 bem como sistema detector 42 ou os dois detectores 44 e 45, respectivamente, e pode provocar uma mudança nas propriedades.
[0038] Com a utilização do controle eletrônico é possível compensar mudanças por envelhecimento e flutuações de temperatura de maneira muito precisa. A radiação eletromagnética do LED 43 perde intensidade por envelhecimento em uma corrente constante durante o tempo de operação, e em temperatura crescente ele reage também com uma radiação eletromagnética decrescente. Também existe um envelhecimento nos detectores 44 e 45. Por envelhecimento, o espelho parcialmente transmissor afeta a transmissibilidade bem como a relação de trajeto ótico entre Io e 144 e I45. Também pode ocorrer uma neblina constante na descarga 30.
[0039] Por meio de um valor nominal predefinido Loujo da intensidade da radiação eletromagnética no detector 44 no qual a radiação eletromagnética passou através de um fluido de diálise claro sem substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina na descarga 30, a faixa de medição ou a resolução do sistema detector 42 ou do detector 44, respectivamente, é utilizada de maneira ótima. Com isto, mudanças no sistema por envelhecimento são reconhecidas e compensadas, pelo que, isto resulta também em um teste do desempenho do sistema de medição. Com isto está garantido que a qualidade do sinal, a faixa de medição, a resolução de medição, e a reprodutibilidade estão constantes durante todo o tempo de vida.
[0040] A fórmula para a absorção com o valor nominal l44_sujo resulta em:
Figure img0003
[0041] O controle eletrônico é realizado em duas etapas:
[0042] No início da terapia de substituição de rim, antes da conexão do paciente ou no contorno, respectivamente, fluido de diálise puro sem substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina está na descarga 30. Neste modo de operação no início uma regulação da corrente elétrica da fonte de radiação 45 é ajustada como variável de regulação, de modo que o valor nominal predefinido l44_sujo da intensidade de radiação é detectado como sinal de entrada no detector 44. Ao alcançar o valor nominal predefinido l44_sujo no detector 44, o valor de intensidade I45 é salvo pelo detector 45 e serve como um valor nominal I45 ,ur durante uma segunda regulação durante a terapia seguinte de substituição de rim. Assim, agora um ajustamento da corrente elétrica da fonte de radiação 41 ou do LED, respectivamente, ocorre como uma variável de regulação para o valor de intensidade l45_sujc>no detector 45.
[0043] O ajustamento é conduzido com um regulador adaptável, que no início detecta em uma maneira automatizada a função transferência do sistema F44(43, 44, 46, 30) - U44, que depende do LED 43, do detector 44, do espelho parcialmente transmissor 46, bem como da descarga 30, e a função transferência do sistema F4s(43, 46, 45) =1)45 que depende do LED 43, do detector 45, e do espelho parcialmente transmissor 46. Este ajustamento também pode ser realizado com qualquer outro tipo de regulação que poderia, contudo, resultar em uma condição transiente mais lenta.
[0044] O primeiro processo de controle no início da terapia ocorre antes da conexão do paciente 1, ou no contorno 62, respectivamente, no qual baseado no ajustamento apropriado das válvulas 60 e 61 o fluido de diálise fresco é alimentado ao redor do dialisador 10, com o fluido de diálise fresco sem substâncias de uremia. Utilizando controle adaptável e a função transferência F44 o processo de controle para o valor nominal predefinido da intensidade de radiação l44_sujo ~ U44 sujo é realizado no detector 44. Com isto a compensação do envelhecimento acontece mudando a corrente elétrica do LED 43. Se necessário, fatores de amplificação dos circuitos detectores eletrônicos podem ser adaptados nos detectores 44 e 45, se a qualidade de sinal permitir. O valor medido resultante no detector 45 é salvo como valor nominal U^ para o segundo processo de controle e serve como o valor nominal durante a terapia, para compensar flutuações de temperatura. Com isto a absorção A=0, uma vez que U44 é aproximadamente igual a U44t-
[0045] Depois da conexão do paciente 1 a detecção do valor medido de U44t é feita no detector 44. Substâncias obrigatoriamente excretadas pela urina mudam o valor medido no detector 44 e a absorção resulta de:
Figure img0004
[0046] In dependentemente da compensação de flutuações de temperatura essa abordagem facilita também um valor medido constante bem como uma qualidade constante do sinal.
[0047] Durante uma terapia, isto é, durante uma única terapia de substituição de rim, um envelhecimento dos detectores 44 e 45 pode ser desprezado. O sistema é controlado durante a terapia de substituição de rim para o valor nominal U45 no detector 45, o que facilita uma radiação eletromagnética emitida estável e constante independentemente do escoamento de fluido de diálise. Assim, o deslocamento de temperatura do LED 43 ou a intensidade Io, respectivamente, podem ser compensados. A variável de regulação do controle é a corrente elétrica do LED 43 que é proporcional à intensidade Io da radiação emitida pelo LED 43. Um controle absoluto para o detector 44 por meio de um valor predefinido no início, contudo, não é prático, uma vez que influências durante a terapia não podem ser compensadas.
[0048] A especificação de um valor nominal predefinido no primeiro processo de controle serve para definição da faixa de medição da eletrônica e ao mesmo tempo define a resolução de medição da absorção do sinal de medição.
[0049] Circuitos amplificadores dentro do controle eletrônico 52 (não mostrados nas figuras) convertem o sinal dos detectores 44 e 45 para uma voltagem de medição para a qual conversores analógico-para-digital com um microprocessador de medição de valor de detector são disponíveis. Esta adaptação dos circuitos amplificadores, que pode ser feita antes de cada tratamento isolado de substituição de rim somente, pode ser feita de maneira automática antes da terapia de substituição de rim em paralelo ao controle da corrente do LED 43. Durante o tratamento, contudo, somente um controle da corrente é possível.
[0050] Utilizando o controle de temperatura o LED 43 e os detectores 44 e 45 alcançam uma temperatura de operação ótima. Em temperaturas elevadas a corrente como uma variável de regulação do LED 43 deve ser aumentada para manter a radiação eletromagnética emitida em temperaturas que sobem a uma intensidade constante. Vice-versa, em temperaturas decrescentes, a corrente como variável de regulação deve ser diminuída. Um aumento da corrente, contudo, é apenas possível na faixa operacional do LED 43 e acelera o processo de envelhecimento. A partir da experiência, tremendas flutuações de temperatura ocorrem em um dialisador. Portanto, é prático compensar flutuações de temperatura por meio de um controle de temperatura 51, de modo que o aparelho possa ser operado em faixa de temperatura ótima. O processo de envelhecimento é também retardado por meio de tais medidas.
[0051] É o objetivo do controle de temperatura operar o LED 43 e os detectores 44 e 45 na faixa de temperatura ótima e alcançar a faixa de temperatura ótima para estes componentes de maneira rápida, respectivamente, de modo que durante a terapia uma mudança da temperatura possa ser reduzida para um mínimo. Depois de desinfecção, temperaturas mais elevadas podem ocorrer no dispositivo de medição 40 ou no LED 43, respectivamente, e/ou no sistema detector 42 ou nos detectores 44 e 45, respectivamente, por meio de aquecimento do sistema. Além disto, comutando ligado o aparelho na condição fria, o aquecimento auto- gerado do sistema provoca um resfriamento que conduz a temperaturas muito baixas no início. Portanto, é necessário trazer a temperatura para a faixa de operação dos componentes tão cedo quanto possível enquanto o aparelho é preparado para a terapia de substituição de rim, de modo que o controle eletrônico 52 descrito acima esteja na faixa nominal da temperatura já no início da terapia, ou durante a identificação do sistema, respectivamente. Assim é possível reduzir mesmo desvios muito pequenos dos detectores 44 e 45 relacionados a um deslocamento de um sinal por flutuações de temperatura para um mínimo.
[0052] A estabilização de temperatura é realizada com um corpo de resfriamento com resfriamento com água que acopla a temperatura de escoamento do fluido de diálise diretamente com o corpo de resfriamento do LED 43 e/ou os detectores 44 e 45. A capacidade térmica do fluido de diálise é claramente mais elevada do que aquela do corpo de resfriamento do LED 43 e, portanto, define a temperatura, o que é possível sem esforço técnico adicional. Assim é possível manter a temperatura aproximadamente constante na faixa de operação dos componentes e trazer, rapidamente, o sistema para a faixa de temperatura ótima.
[0053] Contudo, não é possível sem tremendo esforço adicional, manter a temperatura estável o suficiente, de modo que não haja influência adicional na intensidade da radiação emitida pelo LED 43. Consequentemente, uma estabilização da intensidade de luz Io deve ser realizada em paralelo com o controle eletrônico 52 mencionado acima.
[0054] Um resfriamento pode ser realizado com outros métodos de resfriamento também ativos e passivos. Como maneira de resfriamento passivo, o LED 43 ou os detectores 44 e 45, respectivamente, podem ser estabilizados em temperatura sobre e a carcaça ou um resfriamento com água. Como um resfriamento ativo é possível utilizar um ventilador que controla a temperatura dependendo da temperatura ambiente. Também é possível controlar a estabilização de temperatura diretamente com um elemento Peltier ou conversores eletrotérmicos similares. Lista de símbolos de referência 1 paciente 46 espelho parcialmente transmissor 10 dialisador 50 dispositivo 11 membrana 51 controle de temperatura 12 câmara 52 controle eletrônico 13 câmara 53 trajeto ótico 14 conduto de escoamento de entrada de sangue 54 parte da radiação 15 conduto de escoamento de saída de sangue 55 fluido de diálise gasto 20 alimentação 56 parte de radiação 30 descarga 57 linha de sinal 40 dispositivo de medição 58 linha de sinal 41 fonte de radiação 59 linha de sinal 42 sistema detector 60 válvula 43 LED 61 válvula 44 detector 62 contorno 45 detector 63 bomba

Claims (15)

1. Aparelho para tratamento extracorpóreo de sangue com um dialisador (10) que é separado em uma primeira e uma segunda câmaras por meio de uma membrana semipermeável (11), no qual a primeira câmara (12) é colocada em um trajeto de fluido de diálise, e a segunda câmara (13) é conectável à circulação de sangue de um paciente (1) por meio de um conduto de escoamento de entrada de sangue (14) e um conduto de escoamento de saída de sangue (15), uma alimentação (20) para fluido de diálise fresco, uma descarga (30) para fluido de diálise gasto, um dispositivo de medição (40) colocado na descarga (30) para avaliação da absorção do fluido de diálise gasto que escoa através da descarga (30), no qual o dispositivo de medição (40) tem no mínimo uma fonte de radiação (41) para radiação eletromagnética substancialmente monocromática, bem como um sistema detector (42) para detectar a intensidade da radiação eletromagnética, em que meios (50) são fornecidos para compensar mudanças que ocorrem na intensidade da radiação eletromagnética da fonte de radiação (41) e/ou na sensibilidade do sistema detector (42), caracterizado pelo fato de um controle de temperatura (51) ser fornecido como meios (50) para ajustar a temperatura da fonte de radiação (41) para uma temperatura de operação predefinida Ti e/ou a temperatura do sistema detector (42) para uma temperatura de operação predefinida Ti.
2. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de um controle eletrônico (52) ser fornecido como meios (50) para auxiliar no controle da intensidade da radiação eletromagnética da fonte de radiação (41) de tal maneira que intensidades predefinidas I44, depois de absorção por fluido de diálise fresco, e/ou I45, sem absorção por fluido de diálise fresco, serem detectáveis no sistema detector (42).
3. Aparelho de acordo com a reivindicação 2, caracterizado pelo fato de o controle eletrônico (52) ser formado como um circuito de controle.
4. Aparelho de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo fato de a fonte de radiação (41) ser formada como um LED (43).
5. Aparelho de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo fato de o LED (43) emitir essencialmente radiação eletromagnética do comprimento de onda de 280 nm.
6. Aparelho de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo fato de o sistema detector (42) consistir em no mínimo um fotodetector (44, 45).
7. Aparelho, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de o sistema detector (42) consistir pelo menos no primeiro fotodetector (44) e no segundo fotodetector (45).
8. Aparelho de acordo com a reivindicação 2, caracterizado pelo fato de o sistema detector (42) consistir pelo menos no primeiro fotodetector (44) e no segundo fotodetector (45).
9. Aparelho de acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo fato de no trajeto ótico da radiação eletromagnética entre a fonte de radiação (41) e a descarga (30) para fluido de diálise gasto um espelho parcialmente transmissor (46) ou um dispositivo ótico ser arranjado para divisão de feixe ou desvio de feixe.
10. Aparelho de acordo a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de a intensidade I44 da radiação eletromagnética no primeiro fotodetector (44) ser a variável de controle, e a corrente elétrica da fonte de radiação (41, 43) ser a variável de regulação e por a intensidade I45 no fotodetector (45) poder ser salva como valor de referência I45.
11. Aparelho de acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo fato de o valor de referência I45 ser a variável de controle de um segundo circuito de controle e a corrente elétrica da fonte de radiação (41, 43) ser a variável de regulação.
12. Aparelho de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo fato de o controle de temperatura (51) ter um corpo de resfriamento para o LED (43) e/ou o sistema detector (42).
13. Aparelho de acordo com a reivindicação 4 caracterizado pelo fato de o controle de temperatura (51) ter um resfriamento de água para o LED (43) e/ou para o sistema detector (42).
14. Aparelho de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo fato de o sistema de controle (51) ter um ou mais ventiladores para o LED (43) e/ou para o sistema detector (42).
15. Aparelho de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo fato do sistema controle de temperatura (51) ter um ou mais conversores eletrotérmicos, por exemplo, elementos Peltier, para controlar a temperatura do LED (43) e/ou do sistema detector (42).
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